CN1140224C - 血液循环系统功能测量装置 - Google Patents

Abstract

一种可以简单而无侵袭不见血地测量动脉的力学特性的血液循环系统功能测量装置。该装置选择任意的脉搏例如内外压差P_td的脉搏和具有与该内外压差P_td相隔大约1个脉压量的内外压差P_ts的脉搏，在P_td-P_ts的压力区域内，用某一函数近似地求C_d-C_s间的压力-内容积特性，C_d以后的压力-内容积特性，使内外压差顺序逐次偏离ΔP，利用各点的脉搏振幅和利用离开一个脉压量PP的点的C_d-C_s的近似函数求出的值，顺序计算压力-内容积特性。

Description

血液循环系统功能测量装置

本发明涉及能无侵袭(即不插入体内)、不见血地测量动脉力学特性的血液循环系统功能测量装置。

在血液循环系统疾病中动脉硬化症是最常见的疾病，是引起各种疾病的主要原因的一种重要的病态。因此，可以说临床诊断的意义非常大，但是，目前还没有确立完备的诊断方法。

发生了动脉硬化时，由于动脉管壁的器质性病变和肥厚等原因，动脉管相对于内压(血压)的弹性(即动脉内腔的容积或内腔截面积相对于内压增减的变化率)便降低，这是大家所熟知的。这主要是通过在人体解剖或动物的实验中，在使摘出的动脉管的内压逐渐升降的过程中测量其内容积而弄清楚的。图1所示的是1个例子，是狗大腿动脉的压力—容积特性的测量结果，得到的是从负压到正压宽范围内的压—容积特性，明确地表示出了动脉管从压扁到屈曲、伸展的变化。现在已知，这个特性曲线的形状是随着动脉硬化发展的特征变化，如果能在临床得到这个特性曲线，就是非常重要的诊断材料。

但是，对于活体，由于动脉的内压是由血压决定的，不能使之任意变化，所以直接测量这种力学特性实际上是不可能的，不论大动脉还是四肢的动脉，直接测量存在于组织中的动脉的截面积(或容积)也是极其困难的。

因此，以前人们用某种间接的方法进行动脉内容积的测量，从而试图测量这种动脉的力学特性，这种尝试已有几个。使用超声波断层图像及血管造影的方法等就是其中的例子。

另外，对于动脉硬化发展的情况，捕捉显示出特征的各种症兆并据此估计硬化程度的方法已有提案并实行的有脉博传播速度法、加速度脉博法、科罗特科夫音频谱法等。这些方法都是检测动脉管的力学特性变化时代替性信号特征量的特征变化。

在上述先有的方法中，使用超声波断层图像及血管造影的方法时，由于动脉的内压是血压，所以，不能得到图1所示的宽范围的特性曲线，只能测得图1所示的特性曲线的一部分，即血压变化的区域(收缩期压与扩张期压之间的区域)。而且，由于是以不能以无侵袭、不见血地测量血压的大动脉为测量对象的，所以，必须使用直接法。不仅操作繁琐而且必须考虑安全性，同时也不能不考虑被检测者的痛苦，所以，很多情况尽管需要，但是不能进行检测。

另外，虽然脉博传播速度法和加速度脉博法等的侵袭度低，但是这些方法都不是直接地测量动脉特性，所以，不可能得到详细的特性，不能充分说明与实际的力学特性的不一致，从而不能得到正确的结果。

本发明就是鉴于上述问题提出的，其目的旨在提供一种血液循环系统功能测量装置，通过在活体部位施加外压，该装置可以在使该活体部位的动脉内压发生相对变化的过程中捕捉动脉容积的微小变化，并根据该变化进行无侵袭、不见血地测量从压扁到伸展的宽范围内的动脉力学特性。

另外，本发明的目的进而还要提供一种电子血压计，该电子血压计在进行血压测量的同时可以进行动脉硬化的测量。

本发明提供了一种血液循环系统功能测量装置，其特征在于包括：缠在活体指定部位压迫动脉的套箍；压力控制装置，用于使套箍内的压力加压、减压；检测套箍内的压力的套箍压检测装置；脉博捕捉处理装置，用于检测并提取在由上述压力控制装置进行阶跃式或逐渐地减压或加压的过程中与动脉内容积变化引起的心拍同步的脉动成分、识别上述脉博每1拍的振幅，并检测上述脉博出现时套箍内的压力，以及压力-内容积特性推算装置，用于根据上述脉博捕捉处理装置的输出计算动脉的压力-内容积特性。

利用本发明的血液循环系统功能测量装置的电子血压计包括：缠在活体的指定部位压迫动脉的套箍；用于使套箍内的压力加压或减压的压力控制装置；检测套箍内的压力的套箍压检测装置；脉博捕捉处理装置，用于检测并提取在由上述压力控制装置进行阶跃式或逐渐地减压或加压的过程中与动脉内容积变化引起的心拍同步的脉动成分、识别上述脉博每1拍的振幅，并检测上述脉博出现时套箍内的压力；血压决定装置，用于根据上述计算的脉博振幅和上述套箍压决定最高血压和最低血压；压力-内容积特性推算装置，用于根据上述脉博捕捉处理装置的输出的脉博振幅和套箍内压计算动脉的压力-内容积特性；动脉硬化判断装置，用于根据该压力-内容积特性判断动脉硬化程度，以及显示判断结果的显示器。

血液循环系统功能测量装置是采用下面说明的测量原理构成的。(脉博振幅与动脉压力-断面积特性曲线的关系)

在套箍的压迫下检测测定部位的动脉容积变化的方法，有活体阻抗法、光电脉博法和套箍内压脉博法等。这些方法虽然都可以得到与心拍同步的振动(称为脉博)，但是，由于这是动脉管处于某一内外压差下时内压即血压在收缩—扩张期压之间发生振动，所以，作为一种弹性管的动脉便随该血压的变动而反复伸展—收缩，从而产生容积变化，这种变化可以变为阻抗或套托压、反射光量等的振动而被检测出来。

然而，在从大于收缩期压到小于扩张期压的压力范围内改变套箍压，观察上述那样的脉博振幅时，则得到在套箍压几乎等于平均血压的附近具有最大值的特征曲线(图2)。如图3所示，通过以下的说明便可知道加在动脉管上的内外压差与该时刻发生的容积振动以及存在于两者间动脉管压—内容积特性(以下简单PV特性)的关系。

现在，考虑利用套箍等对动脉加外压的情况。由于内压在收缩—扩张期压力之间发生振动，所以，若将动脉管上的内外压差定义为“内压—外压”，则其波形成为图3中下部所示的形状。通过改变套箍压，该波形则在图中左右平行移动(例如：波形A、B、C)。PV特性在内外压差＝O附近，具有斜率最大的急剧变化的形状，这说明相对于内外压差变化的容积变化最大(称为伸缩率大)(内外压差变化波形B、容积变化波形B′)。这就是材料力学中称为“屈曲”的现象。在小于该内外压差的低压区域(内外压差波形A，容积变化波形A′)，由于动脉管逐渐地压扁(完全压扁的状态)，所以，不再发生容积变化；在内外压差足够高的区域(内外压差变化波形C，容积变化波形C′)，由于脉博壁逐渐地接近伸展的极限状态，所以，容积变化也减小。

这样，当对具有上述PV特性的动脉施加周期性振动的内压和逐渐地加压(或减压)的外压时，就会呈现图2所示的脉博振幅的变化。

(压力—断面积特性的计算法)

这种与压力对应的脉博振幅的变化可以简单地得到，并能应用于称为振量法(振动法)的血压测量方法。它与血压一起反映了所测量的动脉管的PV特性。本发明是根据与压力对应的该脉博振幅变化(以下称为脉博包络线)反过来计算PV特性的。

现在，假定在某一套箍压下可以得到振幅Am的脉博(图4)，对该现象可作如下的说明，伴随血压变动的内外压差P_t从扩张期压点的数值P_td变化为收缩期压的数值P_ts，与此对应地从PV特性曲线的点C_d到C_s之间存在的容积值(即脉博值)从Ad向A_s变化。换言之，这就是对应于某一扩张期压点P_td的PV曲线上的值与向正侧移动一个脉压(收缩期压与扩张期压之差即PP)量后的值之差(图中Am)以脉博振幅的形式出现。因此，点C_s的容积值A_s可以表示为

A_s＝A_d+A_m                       (1)

然后，设在与P_td距离ΔP的低压侧另一个扩张期压点P_td1(＝P_td-ΔP)出现脉博。这时，和上述一样，从内外压差P_td1变化到收缩期压点P_ts1，可以观测到脉博，设该振幅为A_m1。这里，假设点C_d-C_s间的PV曲线可用内外压差P_t的函数F(P_t)表示，则对应于P_ts1点的PV曲线上的值A_s1可以用F(P_ts-ΔP)求得。因所观测的脉博振幅为A_m1，所以，对应于扩张期压点P_td1的PV曲线上的值A_d1等于从A_s1减去振幅A_m1后的值，即

A_d1＝F(P_ts-ΔP)-A_m1              (2)如果顺序增加ΔP，反复进行该操作，则内外压差的收缩期压点下降到最初的扩张期压点P_td，利用近似函数F(P_t)可以得PV曲线，下降之后，利用由在此之前的该操作得到的PV曲线还可以进一步顺序得到新的区域的PV曲线。

这里，未知的是近似于点C_d-C_s间的PV曲线的函数F(P_t)。由图1也可以知道，在足够高的高压区域，PV曲线的形状具有接近直线的性质。因此，假定函数F(P_t)为直线，也可以进行上述计算。但是，为了得到更正确的结果，可以采用如下方法。

如前所述，所观测的脉博振幅等于离开一个脉压量PP后PV曲线上的数值之差。若用数字式表示，则为下面的形式。首先，由(1)式可得

A_m＝A_s-A_d                 (3)

其中，A_s是从A_d离开一个脉压量PP时的脉博振幅，若表示为P_t的函数，则为

A_s(P_t)＝A_d(P_t+PP)         (4)将(3)式代入(4)式，则得

A_m(P_t)＝A_d(P_t+PP)-A_d(P_t)  (5)A_m(P_t)是在各P_t值时实际能观测的脉博振幅的变化，但是，假定PV曲线的近似函数为G(P_t)，则可用函数G(P_t)的差分式表示A_m(P_t)，则为

A_m(P_t)G(P_t+PP)-G(P_t)    (6)因此，先决定G(P_t)的基本式，只要使(6)式总体近似脉博包络线，G(P_t)就近似于PV曲线。

但是，该近似区间在要开始进行处理的任意点P_td与P_ts(＝P_td+PP)之间，利用例如最小二乘法可以计算包含在该区间的脉博振幅和由与其对应的内外压差决定的多个点的值。

下面结合附图描述本发明。其中：

图1是狗大腿动脉的压—容积特性图。

图2是用套箍压迫动脉，加压到指定值以上后逐渐地减压时套箍压(外压)与动脉内压的关系以及脉博振幅变化的包络线图。

图3是说明重叠了用套箍压迫动脉而变化的脉博引起的振动后动脉的内压差与动脉内容积的关系图。

图4是用于说明实施例血液循环系统功能测量装置的动作的动脉内外压差—动脉内容积特性的图。

图5是该实施例血液循环系统功能测量装置的结构框图。

图6是用于说明该实施例血液循环系统功能测量装置的总体动作的流程图。

图7是用于说明该实施例血液循环系统功能测量装置中，按图6的流程图计算PV特性的程序的详细流程图。

图8是和图7一起用于说明按图6的流程图计算PV特性的程序的详细流程图。

图9说明在图8的流程图中进行直线插补的图。

图10是应用本发明的电子血压计的结构框图。

图11是该电子血压计的外观斜视图。

图12是用于说明该电子血压计的简要动作的流程图。

下面，依照实施例进一步详细说明本发明。

图5是本发明一个实施例的血液循环系统功能测量装置的结构框图，为了检测脉博，可以选择各种方法，但是，在本实施例中使用的是结构最简单的套箍内压脉博，该装置包括套箍1、用于使该套箍1加压的加压泵2、用于使套箍1减压的排气阀3、检测套箍1的压力的压力传感器4、将检测出的压力放大的放大器5、将放大器5的输出变换为数字值的A/D变换器6和进行各种控制的CPU7。在该装置中，输入信号和先有技术的振量式血压计一样，是在逐渐地加压(或减压)过程中捕捉的脉博和出现脉博时的套箍压，所以，结构和振量式血压计没有完全不同的地方。

使用阻抗脉博或光电脉博时，其结构增加检测各自脉博的传感器及其放大电路，并且，也可以将信号输入图5中的A/D变换器6。

下面，参照图6所示的流程图说明上述实施例的血液循环系统功能测量装置的整体操作。

本实施例的操作大致可以分为血压测量操作和计算动脉力学特性两大部分。之所以必须进行血压测量，是因为在计算力学特性时要使用收缩—扩张期压及二者之差即脉压。因此，只要可以用别的办法得到血压值，在本实施例装置内就不必包含血压测量功能。在血压测量操作完成之后，集中进行力学特性的计算。另外，在本实施例中，后面所述的血压测量处理及脉博捕捉处理是在使套箍逐渐减压过程中进行的，但是，也可以在逐渐加压的过程中进行。

首先，对套箍1利用加压泵2加压到指定值(ST1)。该指定值例如定为比收缩期压高50mmHg的压力，则根据内外压-50mmHg的点可以求出PV特性。当加压结束之后，加压泵2便停止动作，套箍1的压力逐渐地排气(ST2)，在减压过程中反复进行脉博捕捉处理(ST3，ST4)。在脉博捕捉处理中，识别每1拍的脉博，计算其振幅值，同时检测该时刻的套箍压值，并且与脉博振幅一起存储到指定的存储区域。这些处理内容与血压计相同，所以，省略其详细说明。反复进行这一处理，当判定套箍压降到指定值时(ST4)，转向以后的处理(ST5-ST7)。

在ST5，将排气阀3开大，释放掉套箍1内残留的空气压，将压力完全除去。然后，在ST6，根据在微速排气中捕捉的多个脉博振幅和与其对应的套箍压值计算血压值(收缩期压和扩张期压)。在ST7，利用该血压值和脉博振幅及对应套箍压的数据串进行动脉力学特性(PV特性)的计算。后面介绍该处理的详细情况。

下面，参照图7、图8的流程图和图9的特性图说明根据在微速排气中捕捉的多个脉博振幅值和与其对应的套箍压值计算动脉PV特性的处理。

这里，设脉博振幅为A_m(n)，与其对应的套箍压值为P_c(n)。n为脉拍的序号，为了便于说明，设最后捕捉的(即最小套箍压的)脉博为n＝1。另外，分别用P_s、P_d表示由血压测量处理得到的收缩期压和扩张期压，用PP表示脉压(P_s-P_d)。

开始进行处理时，将所有的套箍压数据P_c(i)变换为动脉的内外压差P_t(i)(ST11)。这里，由于将内外压差的基准定为扩张期压，所以，变换式为

P_t(i)＝P_c(i)-P_d             (7)进行该变换时，用内外压差P_t(i)和脉博振幅A_m(i)表示的包络线正负调换，成为图9所示的那样。

然后，在S12，由于给出了以后进行计算的PV曲线上的初始值，所以，将初始值A₀赋予对应于最低内外压差点P_t(1)处的PV曲线的值A(1)。

在ST13-ST15的处理中，对于最高内外压差P_t(1)，检索位于比它低一个脉压PP点的内外压差值P_t(i)。在ST16，将与P_t(i)对应点的PV曲线的值A(i)定为该点的脉博振幅A_m(i)与初始值A_o的差分值

A(i)＝A_o-A_m(i)            (8)

在ST17，进行PV曲线的近似处理，本例中，认为PV特性可用2次曲线

G(P_t(x))＝α·P_t(x)²+β·P_t(x)+γ    (9)近似得到。即，(6)式可以写为

A_m(P_t(x))≈〔α·P_t(x)²+β·P_t(x)〕

              -〔α(P_t(x)-PP〕²+β(P_t(x)-PP)〕

                                       (10)若代入从n＝1到n＝i所有点的内外压差而得到的右边(假定为Y′(P_t(x))与实际的脉博振幅值A_m(P_t(x))之差的平方和，即〔数1〕 $\underset{n=1}{\overset{L}{\mathrm{\Σ}}}[A_m\left(P_t\left(x\right)\right)-Y^{\′}\left(P_t\left(x\right)\right){]}^2---\left(11\right)$ 为最小值的α，β值。这就是一般的最小二乘法的方法，这里省略其详细的说明。但是，由于(9)式中的常数γ还没有确定，所以，假定给出的PV曲线的初始值A_o为在P_t(1)的值，将A_o，P_t(1)代入(9)式，则

A_o＝α·P_t(1)²+β·P_t(1)+γ于是，可以求得

γ＝A_o-α·P_t(1)²+β·P_t(1)       (12)这样，(9)式所示的PV曲线的近似式G(P_t(x))对于脉博序号n＝1-i的区间就完全决定了。

在以后的ST18-ST21的处理，是低于P_t(i)的低压一侧的PV曲线的计算处理。首先，将脉博的计数j置为i(ST18)。变数i是作为本处理的起点的脉博序号，j是赋予进行处理的脉博的序号。在ST19，进而将j增加1，对n＝i以后的脉博反复进行如下处理。首先，计算出该脉博的P_t(i)的内外压差的距离ΔP(＝P_t(j)-P_t(i)(ST20)。然后，利用脉博振幅值A_m(j)，用下式求该点的PV曲线的值(A(j)(ST21)。即

A(j)＝G(P_t(j)+ΔP)-A_m(j)         (13)

以后，反复进行ST19-ST21的处理，当ΔP＞PP时，从反复循环中脱出，转到以后的ST23-ST29的处理。这里脱出循环的理由是，当ΔP＝PP时，(13)式中的近似函数G(P_t(1)-ΔP)的项无定义。因此，在以后的ST23-ST29的处理中，使用在ST19-ST21中计算出的PV曲线值A(x)代替无定义的函数G。即，用下式代替(13)式。

A(j)＝A(P_t(j)+ΔP)-A_m(j)          (14)但是，由于A(x)只给出了与各脉博对应的离散的值，所以，可以通过其间的直线插补等而得到。设插值为A′，则得

A(j)＝A′-A_m(j)          (15)

下面，对ST23-ST29的处理进行说明。首先，将j代入变数i。这是由于在一系列的处理ST23-ST29中，起点为该时刻的j，故将起点脉博序号i的值更新为该值。然后，将j增加1(ST23)，从j＝i以后的脉博开始进行以后的处理。

在ST25-ST28，检测出恰好比与处理对象的脉博对应的内外压差P_t(-j)低PP的压力点的PV曲线的值。首先，在ST25，将脉博序号k置为起点序号i之前的序号i-1。在ST26，将k增加1，判断处理对象的内外压差P_t(j)与由k决定的值P_t(k)的距离是否大于pp，如果大于，就在ST28利用直线插补，按如下公式计算插值A′。计算过程如图9所示。〔数2〕 $A^{\′}=A(k+1)+[A\left(k\right)-A(k-1)]\×\frac{P_t(k+1)-[P_t\left(j\right)-\mathrm{pp}]}{P_t(k+1)-P_t\left(k\right)}$

在ST29，利用上述PV曲线的插值A′和对象脉博的振幅A_m(j)，计算该点的PV曲线值A(j)。

ST23-ST29的处理当处理对象的脉博序号j等于捕捉的脉博的最高值N时，从反复循环中脱出(ST30)，全部处理即告结束。

图10是应用本发明的电子血压计的硬件结构框图。图11是该电子血压计的外观斜视图。该电子血压计除了和图5所示的血液循环系统功能测量装置一样包括套箍1、加压泵2、排气阀3、压力传感器4、放大器5、A/D变换器6和CPU7外，还具有显示器8和键入器9。显示器8除了显示最高血压和最低血压外，还可以显示有无动脉硬化。键入器9除了电源开关9a和起动开关9b外，还包括年龄键9c、9d、9e，用于按40岁以下、40岁-65岁、66岁以上不同的年龄进行输入。这些年龄键还可以是能进一步详细地设定年龄的键，例如，可以是10位数键。

下面，参照图12所示的流程图说明电子血压计的动作概要。按下起动开关9b开始加压后，直到ST7计算PV特性的处理与图6的流程图所示的血液循环系统功能测量装置相同，故说明从略。

当计算出PV特性时，进行是否动脉硬化的特性判断(ST8)。该判断例如是根据PV特性的斜率是否小于基准值来进行判断的。如果斜率小于基准值，则判断为动脉硬化；如果大于基准值时，则判断为没有动脉硬化，并将该判断结果在显示器上进行显示(ST9)。由于基准值是随年龄而变化的，所以，可以根据年龄精细地判断有无动脉硬化。

按照本发明，利用套箍压迫活体局部的动脉，在加压、减压的过程中，检测套箍压，提取出脉博成分后，检测脉博振幅，根据得到的套箍压和脉博振幅的数据串求扩张期压和收缩期压，进而选择任意的脉博和具有离开与该脉博对应的套箍压值大约一个脉压量的脉博对应套箍压值的脉博，并据此计算出压力—内容积特性，所以，在从血管的压闭到伸展的很宽范围内，可以简单而精确地、无侵袭、不见血地测量动脉的力学特性。

另外，按照本发明的电子血压计，计算出压力—内容积特性后，根据该特性判断有无动脉硬化，并显示出该结果。所以，不仅可以测量血压，还可以一目了然地知道有无动脉硬化。

Claims (3)

1.血液循环系统功能测量装置，其特征在于包括：

缠在活体指定部位压迫动脉的套箍；

压力控制装置，用于使套箍内的压力加压、减压；

检测套箍内的压力的套箍压检测装置；

脉搏捕捉处理装置，用于检测并提取在由上述压力控制装置进行阶跃式或逐渐地减压或加压的过程中与动脉内容积变化引起的心拍同步的脉动成分、识别上述脉搏每1拍的振幅，并检测上述脉搏出现时套箍内的压力，以及

压力-内容积特性推算装置，用于根据上述脉搏捕捉处理装置的输出计算动脉的压力-内容积特性。

2.电子血压计，其特征在于包括：

缠在活体的指定部位压迫动脉的套箍；

用于使套箍内的压力加压或减压的压力控制装置；

检测套箍内的压力的套箍压检测装置；

脉搏捕捉处理装置，用于检测并提取在由上述压力控制装置进行阶跃式或逐渐地减压或加压的过程中与动脉内容积变化引起的心拍同步的脉动成分、识别上述脉搏每1拍的振幅，并检测上述脉搏出现时套箍内的压力；

血压决定装置，用于根据上述计算的脉搏振幅和上述套箍压决定最高血压和最低血压；

压力-内容积特性推算装置，用于根据上述脉搏捕捉处理装置的输出的脉搏振幅和套箍内压计算动脉的压力-内容积特性；

动脉硬化判断装置，用于根据该压力-内容积特性判断动脉硬化程度，以及

显示判断结果的显示器。

3.按权利要求2所述的电子血压计，其特征在于：具有输入被测量者年龄的年龄输入键，从而根据年龄变更动脉硬化的判断基准。

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